EP1082851B1 - Procede et dispositif de production d'image en radioscopie dentaire numerique - Google Patents

Procede et dispositif de production d'image en radioscopie dentaire numerique Download PDF

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EP1082851B1
EP1082851B1 EP99923487A EP99923487A EP1082851B1 EP 1082851 B1 EP1082851 B1 EP 1082851B1 EP 99923487 A EP99923487 A EP 99923487A EP 99923487 A EP99923487 A EP 99923487A EP 1082851 B1 EP1082851 B1 EP 1082851B1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
image
image elements
sensor array
elements
signals
Prior art date
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Expired - Lifetime
Application number
EP99923487A
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German (de)
English (en)
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EP1082851A1 (fr
Inventor
Peter Schmitt
Günther KOSTKA
Randolf Hanke
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Fraunhofer Gesellschaft zur Forderung der Angewandten Forschung eV
Original Assignee
Fraunhofer Gesellschaft zur Forderung der Angewandten Forschung eV
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Publication date
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    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N5/00—Details of television systems
    • H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
    • H04N5/32—Transforming X-rays
    • H04N5/321—Transforming X-rays with video transmission of fluoroscopic images
    • H04N5/325—Image enhancement, e.g. by subtraction techniques using polyenergetic X-rays
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/60—Noise processing, e.g. detecting, correcting, reducing or removing noise
    • H04N25/68—Noise processing, e.g. detecting, correcting, reducing or removing noise applied to defects
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    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/60—Noise processing, e.g. detecting, correcting, reducing or removing noise
    • H04N25/68—Noise processing, e.g. detecting, correcting, reducing or removing noise applied to defects
    • H04N25/69—SSIS comprising testing or correcting structures for circuits other than pixel cells

Definitions

  • the present invention relates to methods and Devices for image generation in digital dental Radioscopy, and in particular on methods and devices, where sensor arrays are used, their picture elements are smaller than it is for the desired spatial resolution is required.
  • Diagnostic device is also a correction device provided to accommodate fluctuations in the electrical signals of the individual elements of the CCD array due to dark current the same, due to a different conversion efficiency the same and due to inhomogeneities to compensate for the scintillator layer.
  • the size of the picture elements also known as pixels CCD sensors are usually the ones you want Adapted spatial resolution. Furthermore, picture elements that are smaller than the desired spatial resolution then, with image information of neighboring image elements can already be summarized on the sensor. This The procedure is known as binning. This creates an effective picture element, the size of which is in turn the desired one Corresponds to spatial resolution. In digital dental radioscopy is typically a resolution of 50 microns to 60 ⁇ m required. A higher resolution is usually not useful as it is used to convert X-rays As a rule, the scintillator required in visible light no higher resolution allowed.
  • the total area required for such a sensor for dental radioscopy is several square centimeters, since with a smaller total area of the sensor it is difficult to display an entire tooth on a single x-ray image.
  • the size of the sensors is based on the size of common dental films, which usually starts at a size of 2 x 3 cm 2 .
  • a such absorption of X-ray quanta in the silicon of CCD sensor is referred to below as a "direct hit".
  • This effect is undesirable because of the scintillator layer converted X-ray quanta only a small charge generate in the CCD sensor, typically in the range a few hundred electrons.
  • Direct hits however generate a very large charge, typically in the tens of thousands of electrons range.
  • a direct one Hit typically generates 50 times more charge than an X-ray quantum converted in the scintillator. So wear direct hits very strongly to the picture noise.
  • Another problem with known sensors is that it only succeeds in the most favorable cases, sensors of the named to produce geometrical size completely error-free. Frequently fall single picture elements or several neighboring picture elements, so-called clusters, or even entire lines or Columns of the sensor. Both defects occur where the broken picture element or pixel without exposure generates a large image signal, as well as defects in which the defective picture element generates no picture signal despite exposure. It differs depending on the number and type of such defects you have different sensor qualities for different Applications are suitable. If the number of defects is too large, i.e. if the sensor quality is too low, the sensor cannot be used for the intended purpose, i.e. for dental Radioscopy, used by the dentist the defective picture elements may be important picture information missed. However, this has the consequence that a significant Proportion of sensors produced not used can be, reducing the price of the sensors that can be used is noticeably increased.
  • US-A-5617461 teaches using at least one calibration image to generate a defect image. Under use the defect image is then taken by an object Corrected image, this correction by a linear interpolation takes place.
  • US-A-5465284 shows how a plurality of CCD sensors processed to form a picture element can be. This contrasts the spatial resolution of the image the resolution of the sensor decreases while the signal to noise ratio is improved.
  • the present invention is based on the knowledge that it is possible, sensor arrays, the picture elements are smaller than the desired spatial resolution, even then for the dental one Use radioscopy when individual picture elements of the sensor array are defective or if individual picture elements of the Sensor arrays deliver incorrect output signals.
  • Such wrong Output signals of individual picture elements can, for example through the "direct hits" described above be conditional.
  • the present invention provides a method of imaging in digital dental Radioscopy using a sensor array where one A plurality of picture elements each have an effective picture element form, initially based on the capture first and second reference signals defective picture elements of the Sensor arrays can be determined. In the subsequent recording The image of an object is only shown as non-defective certain picture elements used.
  • each RMS consists of a plurality of picture elements, the output signal for an effective picture element for example by averaging of the detected signals of each picture element of this effective picture element is produced.
  • the Defective picture elements according to the invention that is Output signal for the effective picture element only below Generated using the picture elements of this effective picture element, that were not determined to be defective. So it is possible according to the invention, sensor arrays, the defective picture elements have, without significant loss of quality of the produced Image for dental radioscopy.
  • defective picture elements are determined by the respective Reference signals for a particular picture element be detected, compared to a threshold value, wherein a picture element is determined to be defective when the reference signals of the picture element substantially from the threshold differ.
  • the threshold value can be, for example in each case the mean value from the first reference signals of all Picture elements or the mean value from the second reference signals of all picture elements can be used.
  • the present invention provides a method of imaging in digital dental Radioscopy using a sensor array of the above Kind in which electrical signals that form the image of a Represent object by means of the sensor array. Then one is captured for a respective picture element Signal evaluated whether the picture element directly was hit by an X-ray quantum.
  • This review will on the basis of at least the picture element to be evaluated neighboring picture elements performed. Preferably becomes the signal detected for the picture element to be evaluated with an average of a plurality of for neighboring Pixels detected signals compared, if so a predetermined signal for the picture element to be evaluated Dimension deviates from the mean given above, it is assessed that the signal is a direct hit of the associated Picture element indicated by an X-ray quantum.
  • the output signals used that did not hit directly display an X-ray quantum At the subsequent generation of the image, only the output signals used that did not hit directly display an X-ray quantum.
  • the invention thus enables according to the second aspect, which was caused by direct hits Eliminate image noise or at least greatly reduce, which
  • the two aspects mentioned above can be combined in one Methods of imaging may be combined so that the combined process both the use of sensors with lower Quality, i.e. with a large number of picture element defects and / or column or row defects, for the digital dental radioscopy allowed, as well as the image quality improved by causing direct hits Image noise is eliminated or greatly reduced.
  • the present invention further provides devices that suitable for performing the methods described above are.
  • the devices according to the invention are opposite conventional devices for digital dental radioscopy inexpensive to manufacture because, as explained above, too Low quality sensors are used in the same can. Furthermore, the devices according to the invention enable the creation of higher quality images by the Reduce image noise caused by direct hits.
  • the present invention thus enables improvement the diagnostic value of dental X-rays with a simultaneous reduction in manufacturing costs of imaging devices by reducing the Sensor cost.
  • the single figure shows schematically a section of a Sensor arrays used to practice the present invention suitable is.
  • an effective picture element is made up of 5 x 5 picture elements educated.
  • this number is purely exemplary, with other divisions in the same way are conceivable.
  • the resolution is digital X-ray sensors typically limited to approx. 50 ⁇ m, so that the side length of an effective picture element 100 50 microns is.
  • the individual picture elements 1 to 25 have the illustrated embodiment thus an area of each 1.0 ⁇ m x 10 ⁇ m.
  • the first dental x-ray is now taken an image with homogeneous irradiation of the sensor, a so-called bright image, generated and read out. following becomes a second image without irradiating the sensor, a so-called dark image, generated and read out.
  • Both images have characteristic features, for example an average gray value, whereupon all picture elements, whose output signals differ significantly from the characteristic ones Features differ, are marked as defective.
  • all picture elements whose gray values in the Dark image a gray value above a predetermined Threshold values are marked as defective.
  • all picture elements in the bright picture have a gray value below a predetermined gray value, be marked as defective.
  • the final bright image or the final dark picture by a picture element Averaging, for example, 10 bright images each or 10 dark images are generated.
  • the mean gray values and the associated standard deviation in the two averages Pictures i.e. the final bright image and the final one Dark picture determined.
  • All picture elements whose gray value in averaged dark image above a predetermined threshold , or whose gray value in the averaged bright image is below one predetermined threshold is marked as defective.
  • the section of a sensor shown in the figure are, for example, in the RMS element designated 200 two picture elements 7 and 19 marked as defective.
  • the manufacturing costs of the sensors be reduced.
  • the number of defective picture elements can occur after long use of the sensor grow through radiation damage. It is therefore recommended the process described above, i.e. the shooting of dark or bright images to be repeated periodically, for example after every 100 X-rays. Through this periodic repetition ensures that the sensor delivers error-free output signals even after prolonged use.
  • the influence is defective Image elements assigned to an effective image element Output signal eliminated according to the invention by the Defect picture elements in the averaging for the effective picture element are not taken into account.
  • a second aspect of the present invention in order to high resolution dental radioscopy a quality improvement an image acquired by means of a sensor array realizing this is through direct hits Eliminate image noise caused or at least strong to diminish.
  • This elimination takes place according to the invention of the image noise component generated by direct hits in dental x-rays in that the for a single picture element stored information with those of the neighboring picture elements are compared.
  • There the light of an X-ray quantum converted in the scintillator not only due to the small picture elements of the CCD sensor in the picture element directly below the place of conversion is detected, but also in the neighboring picture elements, the picture information should be in neighboring picture elements be about the same size.
  • One problem can be that the number of people hit directly Image elements during the required exposure time is too large, i.e. that too few picture elements for the signal evaluation remain.
  • the exposure time divided into partial exposure times by reading the sensor several times during the irradiation so that the condition mentioned, i.e. a small number of direct hits on the CCD sensor, for the partial images is satisfied.
  • CCD sensors used are less suitable because during readout with simultaneous irradiation Image information in the so-called typically used Full frame CCD sensors are blurred.
  • the image information is line by line transferred to a readout register and read out there, which usually takes several tenths of a second. Will during this process continues to be irradiated, i.e. another one Partial exposure performed, the current overlap Drawing files with those shifted in the direction of the readout register Partial images.
  • the present invention thus provides methods and devices which generate high quality x-ray images using an image sensor array, which may have defective picture elements. So can the committee in the manufacture of sensor arrays for the dental radioscopy can be greatly reduced, reducing the cost significantly reduced for such sensor arrays. moreover enables the present invention to record qualitatively high-quality X-ray images, because X-ray quanta directly hit them Image elements not taken into account in image processing become. This allows images with an increased signal-to-noise ratio will be realized.
  • the present invention can be readily accomplished using a method for pixel-by-pixel correction of the electrical signals, generated by each element of a sensor device are combined to optimize the image quality be, as described for example in DE-A-19615178 is.
  • a correction device connected to the sensor device to the electrical signals generated by the CCD array to correct for fluctuations in electrical signals, which together represent an image of an object, the individual Elements of the CCD array due to the dark current the same, due to a different conversion efficiency the same and due to inhomogeneities of the To compensate for the scintillator layer.
  • This compensation can achieve the light and dark signals described above be used. While capturing the Light and dark signals, also referred to as reference signals and the one corresponding to the image of an object The sensor device receives signals on a kept constant temperature. This can influence the Temperature dependence of the dark current or the conversion efficiency of the individual picture elements on the resulting Image will be eliminated.
  • the generated light or dark image as reference signals for this correction method can be used. It's just that realized second aspect of the present invention the reference signals necessary for the correction process generated separately.
  • the values for O ij and G ij are determined for each pixel, ie for each sensor element of the sensor array.
  • Two images are required to determine the same: an image without radiation and an image with known radiation.
  • the known radiation can be, for example, the maximum permissible radiation.
  • these images in the absence of radiation and a known radiation are advantageously generated by averaging a number of images under constant conditions.
  • Gw max represents a target value at maximum irradiation that all pixels of the sensor array should have.
  • the correction value G ij 'thus specifies a factor by which the gray scale value of each pixel must be multiplied so that the same gray scale value is output for each pixel when all sensor elements are irradiated uniformly.
  • An image characterized by the gray values Gw ij is corrected as follows: the corrected gray values Gw ' ij result from pixel-by-pixel subtraction of the offset values O ij of each pixel from the gray values of each pixel representing an image and the subsequent pixel-by-pixel multiplication by the gain normalization values G. ij '.
  • gw ' ij (Gw ij -O ij )G ij '
  • Equations (1) to (7) provide the basis for this Correction procedures to improve the image quality. These equations can be used for pixel-by-pixel gain and offset correction in the field of dental digital radiography be used.
  • the offset values O ij and thus also the gain normalization values G ij ' are strongly temperature-dependent. If the offset values and the gain normalization values are determined at a certain temperature, but the image to be corrected is recorded at a different temperature, the image quality is not improved, but rather, with a high probability, deteriorates. For this reason, the temperature of the CCD sensor must be kept constant during the acquisition of the reference signals and the acquisition of the signals representing an image. A constant sensor temperature can be achieved in different ways.
  • the CCD sensor can be on the back with a heating element be provided, the temperature of the sensor by a active control is kept constant.
  • a heating element be provided, the temperature of the sensor by a active control is kept constant.
  • For measuring the temperature can, for example, additionally use temperature sensors be applied to the carrier of the CCD sensor or also in be integrated into the CCD sensor. If unexposed on the sensor CCD elements, so-called “dark reference pixels", are applied, these elements can be due to the strong Temperature dependence of the dark current for temperature measurement be used.
  • the temperature can optionally be controlled the clock frequency of the CCD sensor can be controlled.
  • the temperature of the sensor device for example by means of temperature sensors, which in addition applied to the carrier of the CCD sensor are detected, a controlled control of the temperature of the sensor device to enable.
  • the sensor element can between two x-rays, for example in kept at a predetermined temperature in a water bath become.
  • This predetermined temperature can, for example the body temperature. This ensures that the sensor element does not cool down between the x-rays.
  • Another essential requirement for successful Use of the gain / offset correction consists in that the relative position of the sensor device opposite the X-ray source is constant, or at least that it is ensured that the X-ray dose rate over the entire Sensor area is constant to a decrease in image brightness towards the edge of the picture, a so - called "shading" avoid. Instructs the sensor device with respect to the X-ray source no constant radiation geometry on, the profit correction is not carried out correctly, which creates an artificial shading. To avoid this problem, for example a film holder analog arrangement, in which the middle of the CCD sensor from the central beam of the X-ray source is used.
  • the correction procedure thus creates an optimization of the Image quality in the field of digital dental radiography through the use of pixel by pixel win and offset correction at a constant temperature of the sensor device.
  • the pixel-by-pixel gain / offset correction both eliminates the consequences of manufacturing-related differences in dark current and conversion efficiency of the individual picture elements, as also the consequences of inhomogeneities in the on the CCD sensor applied scintillator layer.
  • a requirement for the improvement of the image quality by a pixel by pixel Gain / offset correction is (a) a constant temperature the CCD sensor and (b) a constant radiation geometry or homogeneous radiation.
  • the correction method described together enables with the methods according to the present invention Creation of even higher quality images yourself compared to commonly used X-ray doses low radiation intensities.
  • CCD arrays instead of the one described CCD arrays also a photodiode array or a charge injection device or a CMOS image sensor array can be used.

Landscapes

  • Engineering & Computer Science (AREA)
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  • Signal Processing (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Closed-Circuit Television Systems (AREA)

Claims (30)

  1. Procédé de génération d'image en radioscopie dentaire numérique, à l'aide d'une rangée de capteurs dont les différents éléments d'image (1 à 25, 51, 52, 53) sont inférieurs à une résolution locale souhaitée, de sorte que chacun d'une pluralité d'éléments d'image (1 à 25) forme un élément d'image effectif (100, 200), aux étapes suivantes consistant à:
    a) capter des premiers signaux de référence générés par les éléments d'image de la rangée de capteurs lorsque la rangée de capteurs n'est pas soumise à une émission de rayons X;
    b) capter des seconds signaux de référence générés par les éléments d'image de la rangée de capteurs lorsque la rangée de capteurs est soumise à une émission de rayons X;
    c) déterminer les éléments d'image défectueux (7, 19) sur base des premiers et seconds signaux de référence captés ; et
    d) capter des troisièmes signaux électriques générés par les éléments d'image de la rangée de capteurs lorsque la rangée de capteurs est soumise à une émission de rayons X représentant une image d'un objet ; et
    e) générer l'image en formant un signal de sortie correspondant pour les éléments d'image effectifs (100, 200) respectifs, chaque fois à l'aide d'uniquement les troisièmes signaux électriques générés par les éléments d'image de l'élément d'image effectif qui ne sont pas déterminés comme étant défectueux.
  2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel, à l'étape c) sont déterminés comme étant défectueux les éléments d'image dont le premier signal de référence excède une première valeur de seuil d'une quantité prédéterminée ou dont le second signal de référence excède une seconde valeur de seuil d'une quantité prédéterminée.
  3. Procédé selon la revendication 2, dans lequel la première valeur de seuil prédéterminée est formée par une formation de valeur moyenne de tous les premiers signaux de référence et dans lequel la seconde valeur de seuil prédéterminée est formée par une formation de valeur moyenne de tous les seconds signaux de référence.
  4. Procédé selon la revendication 3, dans lequel la première valeur de seuil prédéterminée et la seconde valeur de seuil prédéterminée sont formées, chacune, par une formation de valeur moyenne de premiers et de seconds signaux de référence obtenus lors d'une réalisation répétée des étapes a) et b).
  5. Procédé selon l'une des revendications 1 à 4, dans lequel les étapes a), b) et c) sont, chacune, réalisées périodiquement après que les étapes d) et e) ont été réalisées un nombre déterminé de fois.
  6. Procédé selon la revendication 1, dans lequel le signal de sortie d'un élément d'image effectif (100, 200) respectif est formé par une formation de valeur moyenne des troisièmes signaux électriques des éléments d'image des éléments d'image effectifs.
  7. Procédé selon la revendication 1, dans lequel est réalisée, après l'étape d), une étape d1) consistant à évaluer si un troisième signal capté pour un élément d'image respectif indique que l'élément d'image a été frappé directement par un quantum de rayons X, sur base de troisièmes signaux captés pour au moins des éléments d'image adjacents;
       et dans lequel, à l'étape e) ne sont chaque fois utilisés que les troisièmes signaux électriques qui n'ont pas été déterminés comme étant défectueux et dont l'évaluation a indiqué qu'ils n'ont pas été frappés directement par un quantum de rayons X.
  8. Procédé selon la revendication 7, dans lequel, à l'étape d1), un élément d'image est évalué comme étant frappé directement par un quantum de rayons X lorsque le troisième signal capté pour cet élément d'image s'écarte d'une quantité prédéterminée d'une valeur moyenne des troisièmes signaux associés au moins aux éléments d'image adjacents.
  9. Procédé selon la revendication 8, dans lequel un élément d'image (51) est évalué comme étant frappé directement par un quantum de rayons X lorsque le troisième signal capté pour cet élément d'image s'écarte d'une quantité prédéterminée d'une valeur moyenne de tous les troisièmes signaux associés aux éléments d'image adjacents (52) à cet élément d'image (51) ou d'une valeur moyenne de tous les troisièmes signaux associés aux éléments d'image adjacents (52) et aux éléments d'image (53) adjacents aux éléments d'image adjacents.
  10. Procédé selon l'une des revendications 7 à 9, dans lequel, à l'étape d), des troisièmes signaux électriques partiels successifs dans le temps sont générés par un court temps d'exposition, lesquels sont assemblés pour former les troisièmes signaux électriques correspondants, l'étape d1) étant réalisée pour chacun des troisièmes signaux électriques partiels.
  11. Procédé selon l'une des revendications 1 à 10, dans lequel la rangée de capteurs est régulée, au cours des étapes a), b) et d), à une température constante et présentant, par ailleurs, l'étape suivante consistant à:
       corriger les troisièmes signaux électriques sur base des premiers et des seconds signaux de référence, afin de compenser les variations des troisièmes signaux électriques des différents éléments d'image sur base du courant obscur de ceux-ci, sur base d'un rendement de conversion différent de ceux-ci et sur base de non-homogénéités d'une couche de scintillation appliquée sur la rangée de capteurs.
  12. Procédé selon l'une des revendications 1 à 11, dans lequel la rangée de capteurs est soumise, à l'étape b), à une émission de rayons X homogène.
  13. Procédé de génération d'image en radioscopie dentaire numérique, à l'aide d'une rangée de capteurs sur laquelle est appliquée une couche de scintillation, les différents éléments d'image (1 à 25, 51, 52, 53) étant inférieurs à une résolution locale souhaitée, de sorte que chacun d'une pluralité d'éléments d'image (1 à 25) forme un élément d'image effectif (100, 200), aux étapes suivantes consistant à:
    a) capter des signaux électriques générés par les éléments d'image de la rangée de capteurs lorsque la rangée de capteurs est soumise à une émission de rayons X représentant une image d'un objet;
    b) évaluer si un signal capté pour un élément d'image (51) respectif indique que l'élément d'image a été frappé directement par un quantum de rayons X, sur base de signaux captés pour au moins des éléments d'image (52, 53) adjacents;
    c) générer une image de l'objet en formant un signal de sortie correspondant pour les éléments d'image effectifs (100, 200) respectifs sur base uniquement des signaux électriques associés aux éléments d'image de l'élément d'image effectif correspondant évalués comme n'ayant pas été frappés directement par un quantum de rayons X.
  14. Procédé selon la revendication 13, dans lequel, à l'étape b), un élément d'image est évalué comme ayant été frappé directement par un quantum de rayons X lorsque le signal capté pour cet élément d'image s'écarte d'une quantité prédéterminée d'une valeur moyenne des signaux électriques captés associés au moins aux éléments d'image adjacents.
  15. Procédé selon la revendication 14, dans lequel un élément d'image (51) est évalué comme ayant été frappé directement par un quantum de rayons X lorsque le troisième signal capté pour cet élément d'image s'écarte d'une quantité prédéterminée d'une valeur moyenne de tous les troisièmes signaux associés aux éléments d'image adjacents (52) à cet élément d'image (51) ou d'une valeur moyenne de tous les troisièmes signaux associés aux éléments d'image adjacents (52) et aux éléments d'image (53) adjacents aux éléments d'image adjacents.
  16. Procédé selon l'une des revendications 13 à 15, dans lequel, à l'étape a), des signaux électriques partiels successifs dans le temps sont générés à l'aide d'un temps d'exposition d'image partielle, lesquels sont assemblés pour former les troisièmes signaux électriques correspondants, l'étape b) étant réalisée pour chacun des troisièmes signaux électriques partiels.
  17. Procédé selon l'une des revendications 13 à 15, présentant, avant l'étape a), les étapes suivantes consistant à:
    a') capter des premiers signaux de référence générés par les éléments d'image de la rangée de capteurs lorsque la rangée de capteurs n'est pas soumise à une émission de rayons X;
    a") capter des seconds signaux de référence générés par les éléments d'image de la rangée de capteurs lorsque la rangée de capteurs est soumise à une émission de rayons X;
       la rangée de capteurs étant réglée, au cours des étapes a'), a") et a) à une température constante ; et
       les signaux électriques captés à l'étape a) étant corrigés sur base des premiers et des seconds signaux de référence, afin de compenser les variations des signaux électriques captés des différents éléments d'image sur base du courant obscur de ceux-ci, sur base d'un rendement de conversion différent de ceux-ci et sur base de non-homogénéités d'une couche de scintillation appliquée sur la rangée de capteurs.
  18. Procédé selon la revendication 17, dans lequel la rangée de capteurs est soumise, à l'étape a"), à une émission de rayons X homogène.
  19. Dispositif de radioscopie dentaire digitale, aux caractéristiques suivantes :
    une source d'émission de rayons X;
    une rangée de capteurs sur laquelle est appliquée une couche de scintillation; et
    un dispositif destiné à déterminer des éléments d'image défectueux sur base de premiers signaux de référence captés à l'aide de la rangée de capteurs lorsque la rangée de capteurs n'est pas soumise à une émission de rayons X et sur base de seconds signaux de référence captés lorsque la rangée de capteurs est soumise à une émission de rayons X,
       caractérisé par le fait que
    les différents éléments d'image (1 à 25, 51, 52, 53) de la rangée de capteurs sont inférieurs à une résolution locale souhaitée, de sorte que chacun d'une pluralité d'éléments d'image (1 à 25) forme un élément d'image effectif, et
    qu'il est prévu un dispositif destiné à générer une image en générant un signal de sortie pour un élément d'image effectif respectif uniquement à l'aide de signaux d'objet provenant d'éléments d'image déterminés comme n'étant pas défectueux.
  20. Dispositif selon la revendication 19, dans lequel le dispositif destiné à déterminer des éléments d'image défectueux présente un dispositif de comparaison destiné à comparer le premier signal de référence d'un élément d'image respectif à une première valeur de seuil et à comparer le second signal de référence de l'élément d'image respectif à une seconde valeur de seuil.
  21. Dispositif selon la revendication 20, présentant, par ailleurs, des dispositifs de formation de valeur moyenne destinés à former, comme première valeur de seuil, une valeur moyenne à partir de tous les premiers signaux de référence et pour former, comme seconde valeur de seuil, une valeur moyenne à partir de tous les seconds signaux de référence.
  22. Dispositif selon l'une des revendications 19 à 21, dans lequel le dispositif de génération d'une image présente un dispositif pour générer un signal de sortie correspondant pour un élément d'image effectif (100, 200) respectif en formant une valeur moyenne à partir de signaux d'objet des éléments d'image de cet élément d'image effectif évalués non déterminés comme étant défectueux.
  23. Dispositif selon l'une des revendications 19 à 22, présentant, par ailleurs, un dispositif pour évaluer si un signal d'objet associé à un élément d'image correspondant indique que l'élément d'image a été frappé directement par un quantum de rayons X, de tels éléments d'image ayant été frappés par un quantum de rayons X n'étant pas pris en considération lors de la génération de l'image.
  24. Dispositif selon l'une des revendications 19 à 23, présentant, par ailleurs, les caractéristiques suivantes:
    un dispositif de correction destiné à corriger les signaux d'objet, afin de compenser les variations des signaux d'objet des différents éléments d'image de la rangée de capteurs sur base du courant obscur de ceux-ci, sur base d'un rendement de conversion différent de ceux-ci et sur base de non-homogénéités de la couche de scintillation ; et
    un dispositif de régulation de température destiné à maintenir la rangée de capteurs à une température constante.
  25. Dispositif selon l'une des revendications 19 à 24, dans lequel le dispositif destiné à déterminer des éléments d'image défectueux détermine ceux-ci sur base de premiers signaux de référence captés lorsque la rangée de capteurs n'est pas soumise à une émission de rayons X et sur base de seconds signaux de référence captés lorsque la rangée de capteurs est soumise à une émission de rayons X homogène.
  26. Dispositif de radioscopie dentaire digitale, aux caractéristiques suivantes :
    une source d'émission de rayons X ; et
    une rangée de capteurs sur laquelle est appliquée une couche de scintillation;
       caractérisé par le fait que
    les différents éléments d'image (1 à 25, 51, 52, 53) de la rangée de capteurs sont inférieurs à une résolution locale souhaitée, de sorte que chacun d'une pluralité d'éléments d'image (1 à 25) forme un élément d'image effectif (100, 200);
    un dispositif destiné à évaluer si un signal d'objet d'un élément d'image (51) respectif indique si l'élément d'image a été frappé directement par un quantum de rayons X, sur base au moins de signaux captés pour des éléments d'image (52, 53) adjacents; et
    qu'il est prévu un dispositif destiné à générer une image à l'aide uniquement des signaux d'objet n'indiquant pas que l'élément d'image correspondant a été frappé directement par un quantum de rayons X.
  27. Dispositif selon la revendication 26, dans lequel le dispositif d'évaluation présente un dispositif pour former une valeur moyenne à partir des signaux d'objet associés au moins aux éléments d'image adjacents et un dispositif pour comparer la valeur moyenne au signal d'objet à évaluer.
  28. Dispositif selon la revendication 27, dans lequel le dispositif de formation d'une valeur moyenne présente un dispositif pour former une valeur moyenne à partir des signaux d'objet associés aux éléments d'image (52) adjacents à cet élément d'image (51) ou une valeur moyenne à partir des signaux d'objet adjacents aux éléments d'image adjacents (52) et aux éléments d'image (53) adjacents aux éléments d'image adjacents.
  29. Dispositif selon l'une des revendications 26 à 28, dans lequel le dispositif de génération d'une image présente un dispositif pour générer un signal de sortie correspondant pour un élément d'image effectif respectif en formant une valeur moyenne à partir des signaux d'objet de cet élément d'image effectif n'indiquant pas que l'élément d'image correspondant a été frappé directement par un quantum de rayons X.
  30. Dispositif selon l'une des revendications 26 à 29, présentant, par ailleurs, les caractéristiques suivantes:
    un dispositif de correction destiné à corriger les signaux d'objet, afin de compenser les variations des signaux d'objet des différents éléments d'image de la rangée de capteurs sur base du courant obscur de ceux-ci, sur base d'un rendement de conversion différent de ceux-ci et sur base de non-homogénéités de la couche de scintillation ; et
    un dispositif de régulation de température destiné à maintenir la rangée de capteurs à une température constante.
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102011006507A1 (de) * 2011-03-31 2012-05-10 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Vorrichtung zur Kalibrierung eines Bildsensors

Families Citing this family (30)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6661456B1 (en) * 1999-04-30 2003-12-09 General Electric Company Imaging of pixel defects in digital detectors
US6775351B2 (en) 2000-02-02 2004-08-10 Gerardo Rinaldi Automatic X-ray detection for intra-oral dental x-ray imaging apparatus
JP2003130961A (ja) * 2001-07-19 2003-05-08 Siemens Ag 検出器モジュール、ｘ線コンピュータトモグラフ用の検出器およびｘ線コンピュータトモグラフによる断層像の作成方法
US6404853B1 (en) * 2001-11-02 2002-06-11 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method for identifying and correcting pixels with excess pixel lag in a solid state x-ray detector
FR2857484A1 (fr) * 2002-04-15 2005-01-14 Ge Medical Syst Sa Scoring automatique en radiologie numerique, en particulier en mammographie
US6904126B2 (en) * 2002-06-19 2005-06-07 Canon Kabushiki Kaisha Radiological imaging apparatus and method
DE10301941B4 (de) * 2003-01-20 2005-11-17 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Kamera und Verfahren zur optischen Aufnahme eines Schirms
US6975232B1 (en) 2003-03-10 2005-12-13 Mckenna Lou Apparatus and method for “seeing” foot inside of shoe to determine the proper fit of the shoe
US7185206B2 (en) * 2003-05-01 2007-02-27 Goldstein Neil M Methods for transmitting digitized images
US7394925B2 (en) * 2003-06-18 2008-07-01 Canon Kabushiki Kaisha Radiography apparatus and radiography method
JPWO2005004467A1 (ja) * 2003-07-01 2006-08-17 株式会社ニコン 電子カメラの映像信号補正装置
JP4468083B2 (ja) * 2003-08-26 2010-05-26 キヤノン株式会社 放射線撮影装置、放射線撮影方法
DE60318214T2 (de) * 2003-11-21 2008-12-18 Carestream Health, Inc., Rochester Zahnärztliches Röntgengerät
DE102004015876A1 (de) * 2004-03-31 2005-10-27 Siemens Ag Verfahren zum Auslesen eines Flächendetektors
DE102004016585B4 (de) 2004-03-31 2006-02-09 Siemens Ag Verfahren zur Rauschkorrektur bei einem Flachbilddetektor
DE102005003225A1 (de) * 2005-01-24 2006-07-27 Siemens Ag Verfahren und Einrichtung zum Erzeugen eines Röntgenbildes
DE102005003226B4 (de) * 2005-01-24 2014-02-06 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Einrichtung zur Wiedergabe eines Röntgenbildes
CN101416485A (zh) * 2006-03-29 2009-04-22 皇家飞利浦电子股份有限公司 温度伪影校正
JP2008220583A (ja) * 2007-03-12 2008-09-25 Fujifilm Corp 放射線画像撮像装置及び撮像方法
US7832928B2 (en) * 2008-07-24 2010-11-16 Carestream Health, Inc. Dark correction for digital X-ray detector
US8908954B2 (en) 2009-07-02 2014-12-09 Scint-X Ab Reduction of noise caused by absorption of x-ray photons in pixelated image sensors
JP2012083307A (ja) * 2010-10-14 2012-04-26 Fujifilm Corp 放射線検出装置、放射線画像撮影システム、放射線検出プログラム、及び放射線検出方法
JP6021323B2 (ja) * 2011-12-13 2016-11-09 キヤノン株式会社 Ｘ線撮影装置
DE102012205051B4 (de) * 2012-03-29 2016-09-15 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Reduzierung von Direct-Hit-Artefakten und Röntgeneinrichtung
WO2015069566A1 (fr) * 2013-11-05 2015-05-14 Arizona Board Of Regents For And On Behalf Of Arizona State University Réseau de capteurs de détection adaptatif et procédé de sa mise à disposition et de son utilisation
JP6525579B2 (ja) * 2014-12-22 2019-06-05 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び放射線撮像システム
WO2020047834A1 (fr) * 2018-09-07 2020-03-12 Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. Détecteur de rayonnement avec des sous-pixels fonctionnant dans différents modes
JP7271209B2 (ja) * 2019-02-06 2023-05-11 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、放射線撮像システムおよび放射線撮像装置の制御方法
CN112763480B (zh) * 2020-12-28 2023-02-03 中国科学院合肥物质科学研究院 一种大气压感应耦合等离子体温度场的诊断方法
EP4258651B1 (fr) * 2022-04-05 2024-01-31 Teledyne Dalsa B.V. Système de détection de rayons x

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5150394A (en) 1989-12-05 1992-09-22 University Of Massachusetts Medical School Dual-energy system for quantitative radiographic imaging
FI97677C (fi) * 1994-07-18 1997-01-27 Instrumentarium Oy Menetelmä ja laite panoraamaröntgenkuvauslaitteen kuvausarvojen säätämiseen
DE19527148C1 (de) * 1995-07-25 1997-01-09 Siemens Ag Verfahren zum Betrieb eines digitalen Bildsystems einer Röntgendiagnostikeinrichtung
US6002433A (en) * 1995-08-29 1999-12-14 Sanyo Electric Co., Ltd. Defective pixel detecting circuit of a solid state image pick-up device capable of detecting defective pixels with low power consumption and high precision, and image pick-up device having such detecting circuit
DE19615178C2 (de) * 1996-04-17 1998-07-02 Fraunhofer Ges Forschung Vorrichtung und Verfahren zur Bilderzeugung bei der digitalen dentalen Radiographie
US5970115A (en) * 1996-11-29 1999-10-19 Varian Medical Systems, Inc. Multiple mode digital X-ray imaging system
DE19733338C2 (de) * 1997-08-01 2002-01-17 Sirona Dental Systems Gmbh Röntgendiagnostikeinrichtung zur Erstellung von Panorama-Schichtaufnahmen von Körperteilen eines Patienten

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102011006507A1 (de) * 2011-03-31 2012-05-10 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Vorrichtung zur Kalibrierung eines Bildsensors

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DE19823958C2 (de) 2002-08-01

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